JPH0450546B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0450546B2 JPH0450546B2 JP22057583A JP22057583A JPH0450546B2 JP H0450546 B2 JPH0450546 B2 JP H0450546B2 JP 22057583 A JP22057583 A JP 22057583A JP 22057583 A JP22057583 A JP 22057583A JP H0450546 B2 JPH0450546 B2 JP H0450546B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- address
- data
- ram
- list
- occurrence
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 21
- 238000009206 nuclear medicine Methods 0.000 claims description 7
- 101100328887 Caenorhabditis elegans col-34 gene Proteins 0.000 description 25
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 9
- RRLHMJHRFMHVNM-BQVXCWBNSA-N [(2s,3r,6r)-6-[5-[5-hydroxy-3-(4-hydroxyphenyl)-4-oxochromen-7-yl]oxypentoxy]-2-methyl-3,6-dihydro-2h-pyran-3-yl] acetate Chemical compound C1=C[C@@H](OC(C)=O)[C@H](C)O[C@H]1OCCCCCOC1=CC(O)=C2C(=O)C(C=3C=CC(O)=CC=3)=COC2=C1 RRLHMJHRFMHVNM-BQVXCWBNSA-N 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 3
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 3
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 3
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 2
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 2
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Medical Treatment And Welfare Office Work (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は核医学データ処理装置、特に心電図Ｒ
波同期マルチゲート計測を行うのに好適な核医学
データ処理装置に関する。
波同期マルチゲート計測を行うのに好適な核医学
データ処理装置に関する。
核医学データ処理装置とは、被検体中の同位元
素の発生γ線を検出して、データ処理を行い、診
断に必要な情報を得る装置を云う。具体的には、
核医学データ処理装置はシンチカメラ（シンチレ
ーシヨンカメラ）、ホトマル（ホトマルチプライ
ヤ）、AD変換器、計算機（プロセツサとメモリ、
各種入出力機器）より成る。シンチカメラで発生
γ線の検出を行い、ホトマルで検出γ線の電気信
号への変換を行い、AD変換器で電気信号からデ
イジタル信号（データ）への変換を行い、計算機
でデイジタル信号の処理及び表示等を行う。
素の発生γ線を検出して、データ処理を行い、診
断に必要な情報を得る装置を云う。具体的には、
核医学データ処理装置はシンチカメラ（シンチレ
ーシヨンカメラ）、ホトマル（ホトマルチプライ
ヤ）、AD変換器、計算機（プロセツサとメモリ、
各種入出力機器）より成る。シンチカメラで発生
γ線の検出を行い、ホトマルで検出γ線の電気信
号への変換を行い、AD変換器で電気信号からデ
イジタル信号（データ）への変換を行い、計算機
でデイジタル信号の処理及び表示等を行う。
発生γ線をとらえる期間をどうするかの一つの
方法に、心電図Ｒ波同期マルチゲート計測法があ
る。この計測法は、心電図のＲ波から次のＲ波ま
での心拍区間を基準として発生γ線の取込みを行
うこと、且つその区間内では所定のサンプリング
区間で発生γ線の取込みを行うこと、更に、全体
で数百心拍分について同様な操作を行うこと、に
特徴を持つ。かくして得た数百心拍分のデータは
加算されマルチゲートイメージとなる。
方法に、心電図Ｒ波同期マルチゲート計測法があ
る。この計測法は、心電図のＲ波から次のＲ波ま
での心拍区間を基準として発生γ線の取込みを行
うこと、且つその区間内では所定のサンプリング
区間で発生γ線の取込みを行うこと、更に、全体
で数百心拍分について同様な操作を行うこと、に
特徴を持つ。かくして得た数百心拍分のデータは
加算されマルチゲートイメージとなる。
このマルチゲートイメージは、心臓の収縮、拡
張の動きに同期する。然るに、Ｒ波−Ｒ波の１心
拍区間は、心拍毎に一定とならず、ばらつきがあ
る。このため、心拡張時相にずれが生じ、収縮期
部分のマルチゲートに対し、拡張期部分のマルチ
ゲートイメージは精度の悪いものとなるとの欠点
を持つ。
張の動きに同期する。然るに、Ｒ波−Ｒ波の１心
拍区間は、心拍毎に一定とならず、ばらつきがあ
る。このため、心拡張時相にずれが生じ、収縮期
部分のマルチゲートに対し、拡張期部分のマルチ
ゲートイメージは精度の悪いものとなるとの欠点
を持つ。
この間の事情を第１図、第２図で説明する。
第１図は心電図と心臓の容積変化を示す容積曲
線との関係図を示す。Ｒ波は心電図のピーク量を
示す波であり、このＲ−Ｒ区間が１心拍となる。
一方、心臓の容積曲線で、Ｒ−Ｒ区間の前半部が
心臓の収縮期を示し、後半部が心臓の拡張期を示
す。
線との関係図を示す。Ｒ波は心電図のピーク量を
示す波であり、このＲ−Ｒ区間が１心拍となる。
一方、心臓の容積曲線で、Ｒ−Ｒ区間の前半部が
心臓の収縮期を示し、後半部が心臓の拡張期を示
す。
かかるＲ−Ｒ区間を複数の区間に分割し、その
区間毎に心臓の動きのイメージを把握することが
マルチゲートイメージである。図でMG１，MG
２，……MGnが各マルチゲートイメージを示す。
１心拍だと、各マルチゲートイメージは粗雑なた
め、数百心拍分の計測を行い（例えば200〜300心
拍）、各マルチゲートイメージ単位に総加算を行
う。これによつて、その心拍計測時間を通しての
平均的なマルチゲートイメージを得る。
区間毎に心臓の動きのイメージを把握することが
マルチゲートイメージである。図でMG１，MG
２，……MGnが各マルチゲートイメージを示す。
１心拍だと、各マルチゲートイメージは粗雑なた
め、数百心拍分の計測を行い（例えば200〜300心
拍）、各マルチゲートイメージ単位に総加算を行
う。これによつて、その心拍計測時間を通しての
平均的なマルチゲートイメージを得る。
然るに、第２図に示す如く、拡張終期では、Ｒ
波はR1として生起したり、R2として生起したり
する。本来、R1とR2とは同一時刻で生起しなけ
ればならないが、R1として生起したり、R2とし
て生起したりすることは現実に数多い。
波はR1として生起したり、R2として生起したり
する。本来、R1とR2とは同一時刻で生起しなけ
ればならないが、R1として生起したり、R2とし
て生起したりすることは現実に数多い。
この結果、容積曲線にも実線ではなく点線で示
す如き変化が現われ、マルチゲートイメージ、特
に心拍終期でのマルチゲートイメージが、MGn
でなく、R1の場合は、MGn-1で終つたり、R2の
場合はMGn+1が追加されたりする欠点となる。
この結果、心拡張期のマルチゲートイメージの精
度は悪くなる。
す如き変化が現われ、マルチゲートイメージ、特
に心拍終期でのマルチゲートイメージが、MGn
でなく、R1の場合は、MGn-1で終つたり、R2の
場合はMGn+1が追加されたりする欠点となる。
この結果、心拡張期のマルチゲートイメージの精
度は悪くなる。
本発明の目的は、精度のよい心拡張時相のマル
チゲートイメージを得るようにした核医学データ
処理装置を提供するものである。
チゲートイメージを得るようにした核医学データ
処理装置を提供するものである。
本発明の要旨は以下となる。
本発明では、AD変換器を介して得る発生γ線
のデータを２心拍分以上格納できるメモリを新し
く設ける。このメモリに、１心拍分を格納せしめ
た後、この１心拍分のデータに対してそのデータ
の生起順位に従つてマルチゲートイメージを作成
する。次いで逆時間方向、即ち逆生起順位に従つ
てマルチゲートイメージを作成する。かかる処理
を数百心拍について実行する。かくして得た全心
拍について、マルチゲートイメージ毎に加算を行
い、全心拍についての平均的なマルチゲートイメ
ージを得る。このマルチゲートイメージには、生
起順位と逆生起順位とからみたマルチゲートイメ
ージが加算されている故に、拡張終期のＲ波の生
起変動によるマルチゲートの精度低下を防止でき
ることとなる。
のデータを２心拍分以上格納できるメモリを新し
く設ける。このメモリに、１心拍分を格納せしめ
た後、この１心拍分のデータに対してそのデータ
の生起順位に従つてマルチゲートイメージを作成
する。次いで逆時間方向、即ち逆生起順位に従つ
てマルチゲートイメージを作成する。かかる処理
を数百心拍について実行する。かくして得た全心
拍について、マルチゲートイメージ毎に加算を行
い、全心拍についての平均的なマルチゲートイメ
ージを得る。このマルチゲートイメージには、生
起順位と逆生起順位とからみたマルチゲートイメ
ージが加算されている故に、拡張終期のＲ波の生
起変動によるマルチゲートの精度低下を防止でき
ることとなる。
第３図は本発明の実施例図を示す。本実施例
は、計測回路１、心電同調回路２、タイマ３、
RAM４，５，６、リスト−フレーム変換回路
７、アドレス発生回路８、RAM９、CPU１０よ
り成る。
は、計測回路１、心電同調回路２、タイマ３、
RAM４，５，６、リスト−フレーム変換回路
７、アドレス発生回路８、RAM９、CPU１０よ
り成る。
本実施例では、心電図波形はAD変換器を介し
て取込んでいるが、AD変換器は図から省略して
ある。更に、γ線発生を示す位置信号Ｘ，Ｙ信号
もシンチカメラ、ホトマル、そしてAD変換器を
介して取込んでいるが、これらの回路は計測回路
１の中にすべて含ませている。
て取込んでいるが、AD変換器は図から省略して
ある。更に、γ線発生を示す位置信号Ｘ，Ｙ信号
もシンチカメラ、ホトマル、そしてAD変換器を
介して取込んでいるが、これらの回路は計測回路
１の中にすべて含ませている。
計測回路１は、発生γ線の位置を示すＸ，Ｙ信
号をデイジタルデータとして出力する。
号をデイジタルデータとして出力する。
心電同調回路２は、心電波形を取込み、Ｒ波の
ピーク検出を行う。
ピーク検出を行う。
タイマ３は、計測するＸ，Ｙ信号の生起時間を
監視するためのタイミングデータを発生する。
監視するためのタイミングデータを発生する。
RAM４は、２心拍以上の発生γ線対応の位置
信号Ｘ，Ｙを記憶できる容量を持つメモリであ
る。RAM５，６は、Ｒ波ピーク信号を格納する
アドレス（RAM４のアドレス）を格納する。
信号Ｘ，Ｙを記憶できる容量を持つメモリであ
る。RAM５，６は、Ｒ波ピーク信号を格納する
アドレス（RAM４のアドレス）を格納する。
リスト−フレーム変換回路７はRAM４のＸ，
Ｙ信号をリスト−フレーム変換を行わせる。
Ｙ信号をリスト−フレーム変換を行わせる。
RAM９は、フレーム変換後のデータを格納す
る。このRAM９は、ｎ個のマルチゲートイメー
ジを格納できる記憶容量を持つ。
る。このRAM９は、ｎ個のマルチゲートイメー
ジを格納できる記憶容量を持つ。
CPU１０は、各種のタイミング及びアドレス
設定の中心をなすプロセツサである。アドレス発
生回路８は、RAM４のアドレス指定及びリスト
−フレーム変換回路７での変換に必要なアドレス
指定を行う。
設定の中心をなすプロセツサである。アドレス発
生回路８は、RAM４のアドレス指定及びリスト
−フレーム変換回路７での変換に必要なアドレス
指定を行う。
動作を説明する。動作フローを第４図に示す。
先ず、CPU１０は、計測に先立つてRAM４，９
をすべてクリア（“０”書込みと同義）する。こ
れによつて初期状態となる。
先ず、CPU１０は、計測に先立つてRAM４，９
をすべてクリア（“０”書込みと同義）する。こ
れによつて初期状態となる。
次いで、実際の被検体の計測状態に入る。計測
状態下で、CPU１０は、心電同調回路２の出力
を監視し、最初のＲ波のピークの監視を行う。最
初のＲ波のピークを検出すると、CPU１０は、
このＲ波発生を示すＲ波生起コードRC１格納用
のアドレスＡ１を発生し、且つこのアドレスＡ１
をアドレス発生回路８に送る。このアドレスＡ１
は、RAM４のアドレスであり、アドレス発生回
路８は、RAM４のアドレスＡ１にＲ波生起コー
ドRC１を格納する。
状態下で、CPU１０は、心電同調回路２の出力
を監視し、最初のＲ波のピークの監視を行う。最
初のＲ波のピークを検出すると、CPU１０は、
このＲ波発生を示すＲ波生起コードRC１格納用
のアドレスＡ１を発生し、且つこのアドレスＡ１
をアドレス発生回路８に送る。このアドレスＡ１
は、RAM４のアドレスであり、アドレス発生回
路８は、RAM４のアドレスＡ１にＲ波生起コー
ドRC１を格納する。
一方、CPU１０は、Ｒ波生起コードRC１を格
納するRAM４のアドレスＡ１をRAM５に格納
する。
納するRAM４のアドレスＡ１をRAM５に格納
する。
次のＲ波生起コードRC２が得られると、CPU
１０は、別のアドレスAmを指定し、RAM４の
アドレスAmには当該生起コードRC２を格納し、
且つRAM６にアドレスAmを格納する。
１０は、別のアドレスAmを指定し、RAM４の
アドレスAmには当該生起コードRC２を格納し、
且つRAM６にアドレスAmを格納する。
Ｒ波RC１とＲ波RC２との間は１心拍を構成
し、この１心拍区間で計測回路１で計測した発生
γ線の位置データは、Ｒ波生起コードRC１のア
ドレスＡ１とＲ波生起コードRC２のアドレス
Amとの間に次々に格納する。このアドレスは、
アドレス発生回路８がCPU１０の指示のもとに
作成する。
し、この１心拍区間で計測回路１で計測した発生
γ線の位置データは、Ｒ波生起コードRC１のア
ドレスＡ１とＲ波生起コードRC２のアドレス
Amとの間に次々に格納する。このアドレスは、
アドレス発生回路８がCPU１０の指示のもとに
作成する。
RAM４は、タイマ３が発生するタイムコード
をその生起時毎に記憶する。このタイマ３は定ま
つた周期でタイムコードを発生しており、その周
期とは、例えば10ｍsecである。従つて、RAM
４には、Ｒ波生起コードRC、発生γ線位置デー
タＸ，Ｙ、タイムコードがそれぞれの生起順序に
従つて記憶されることとなる。格納されたタイム
コードは、生起時毎のアドレスに格納されている
故に、発生γ線位置データＸ，Ｙ及びＲ波生起コ
ードの発生時間の監視やデータ処理のための時間
フアクタとなる。
をその生起時毎に記憶する。このタイマ３は定ま
つた周期でタイムコードを発生しており、その周
期とは、例えば10ｍsecである。従つて、RAM
４には、Ｒ波生起コードRC、発生γ線位置デー
タＸ，Ｙ、タイムコードがそれぞれの生起順序に
従つて記憶されることとなる。格納されたタイム
コードは、生起時毎のアドレスに格納されている
故に、発生γ線位置データＸ，Ｙ及びＲ波生起コ
ードの発生時間の監視やデータ処理のための時間
フアクタとなる。
Ｒ波とＲ波との間に格納される発生γ線の位置
データＸ，Ｙは、いわゆるリストデータとなる。
データＸ，Ｙは、いわゆるリストデータとなる。
以上は、Ｒ波生起コードRC１→RC２→リスト
データの順に格納する如き考え方ともとれるが、
実際にはすべて生起順位であり、RC１→リスト
データ→RC２の順位となる。従つて、RC２を格
納するアドレスもリストデータを格納した最終ア
ドレス以降のアドレスであつて、且つRC２の生
起した時のアドレス発生回路８の指定するアドレ
スとなる。
データの順に格納する如き考え方ともとれるが、
実際にはすべて生起順位であり、RC１→リスト
データ→RC２の順位となる。従つて、RC２を格
納するアドレスもリストデータを格納した最終ア
ドレス以降のアドレスであつて、且つRC２の生
起した時のアドレス発生回路８の指定するアドレ
スとなる。
第５図には、１心拍区間によつて得るRAM４
内の格納データを示す。最初にＲ波生起コード
RC１、次いで第１発目のタイムコードＴ１、以
下発生γ線の位置データＸ１，Ｙ１，Ｘ２，Ｙ
２，……，更にタイムコードＴ２，……，最後に
第２発目のＲ波生起コードRC２を格納する。
内の格納データを示す。最初にＲ波生起コード
RC１、次いで第１発目のタイムコードＴ１、以
下発生γ線の位置データＸ１，Ｙ１，Ｘ２，Ｙ
２，……，更にタイムコードＴ２，……，最後に
第２発目のＲ波生起コードRC２を格納する。
以上で１心拍のリストデータを得る。次に、こ
のリストデータを順方向に走査しながら読出し、
リスト−フレーム変換回路７に送る。ここで、順
方向の読出しのための先頭番地は、RAM５に格
納された番地である。この先頭番地をもとに次々
に＋１の加算を行い、RAM４の格納データを読
出す。
のリストデータを順方向に走査しながら読出し、
リスト−フレーム変換回路７に送る。ここで、順
方向の読出しのための先頭番地は、RAM５に格
納された番地である。この先頭番地をもとに次々
に＋１の加算を行い、RAM４の格納データを読
出す。
リスト−フレーム変換回路７は、RAM４から
読出したリストデータをRAM９用の番地に変換
し、この番地で指示されたRAM９のデータに＋
１を加算する。以下、次々に読出したリストデー
タをフレームデータに変換し、RAM９に格納す
る。
読出したリストデータをRAM９用の番地に変換
し、この番地で指示されたRAM９のデータに＋
１を加算する。以下、次々に読出したリストデー
タをフレームデータに変換し、RAM９に格納す
る。
順方向の１心拍分の変換が終了すると、CPU
１０はRAM６に格納したアドレスを読出しアド
レス発生回路８に送る。このアドレスはRC２格
納アドレスであり、このアドレスを先頭アドレス
として次々に−１の減算を行い、RAM４の格納
データを読出す。即ち、１心拍について逆時間方
向から走査し読出すことになる。
１０はRAM６に格納したアドレスを読出しアド
レス発生回路８に送る。このアドレスはRC２格
納アドレスであり、このアドレスを先頭アドレス
として次々に−１の減算を行い、RAM４の格納
データを読出す。即ち、１心拍について逆時間方
向から走査し読出すことになる。
リストフレーム変換回路７は、RAM４から読
出した逆時間方向のリストデータをRAM９用の
番地に変換し、この番地で指示されたRAM９の
データに＋１を加算する。以下、次々に読出した
リストデータをフレームデータに変換し、RAM
９に加算，格納する。
出した逆時間方向のリストデータをRAM９用の
番地に変換し、この番地で指示されたRAM９の
データに＋１を加算する。以下、次々に読出した
リストデータをフレームデータに変換し、RAM
９に加算，格納する。
以上によつて計測した１心拍分のフレームデー
タをRAM９に得る。以上の計測及び処理を数百
心拍分について実行する。数100心拍分について
の計測及び処理の終了後、RAM９内のマルチゲ
ートイメージを拡張期から収縮期の順に並べなお
すことにより、Ｒ−Ｒ間隔のばらつきを排除した
精度の高いマルチゲートイメージを得る。
タをRAM９に得る。以上の計測及び処理を数百
心拍分について実行する。数100心拍分について
の計測及び処理の終了後、RAM９内のマルチゲ
ートイメージを拡張期から収縮期の順に並べなお
すことにより、Ｒ−Ｒ間隔のばらつきを排除した
精度の高いマルチゲートイメージを得る。
尚、リストデータの中には、RC１，RC２、タ
イムコードが入つており、これらのデータはすべ
て直接にリストデータそのものでない。RC１，
RC２は心拍の境界であり、タイムコードは計測
時間を示す故に、これらのデータも同様に読出さ
れ、監視や変換処理のチエツクに使用される。
イムコードが入つており、これらのデータはすべ
て直接にリストデータそのものでない。RC１，
RC２は心拍の境界であり、タイムコードは計測
時間を示す故に、これらのデータも同様に読出さ
れ、監視や変換処理のチエツクに使用される。
第６図は、アドレス作成回路８を中心とする詳
細な実施例図を示す。アドレス作成回路８は、順
逆方向フリツプフロツプ２０、インバータ２１、
ナンドゲート２２，２３、アドレスレジスタ２４
より成る。
細な実施例図を示す。アドレス作成回路８は、順
逆方向フリツプフロツプ２０、インバータ２１、
ナンドゲート２２，２３、アドレスレジスタ２４
より成る。
アドレスレジスタ２４は、CPU１０から順方
向走査時にはRAM５の格納アドレスを受取り、
逆方向走査時にはRAM６の格納アドレスを受取
りラツチする。
向走査時にはRAM５の格納アドレスを受取り、
逆方向走査時にはRAM６の格納アドレスを受取
りラツチする。
一方、順方向時には、CPU１０は順方向セツ
ト信号をFF２０に送り、Ｑ出力Ｑ＝“０”とす
る。これによつて、インバータ２１を介してナン
ドゲート２２が開き、アドレスレジスタ２４は、
現在のアドレスに＋１を行う。尚、ナンドゲート
２２には、リスト−フレーム変換回路９の出力す
る１データ終了信号が入力する。従つて、１デー
タ終了信号が発生する毎にアドレスレジスタ２４
はその時点でのアドレスに＋１の加算を行い、新
たなアドレスとする。ここで、１データ終了信号
とはアドレスレジスタ２４の指定するアドレスに
従つてRAM４から読出したデータからフレーム
変換終了した時に発生する。
ト信号をFF２０に送り、Ｑ出力Ｑ＝“０”とす
る。これによつて、インバータ２１を介してナン
ドゲート２２が開き、アドレスレジスタ２４は、
現在のアドレスに＋１を行う。尚、ナンドゲート
２２には、リスト−フレーム変換回路９の出力す
る１データ終了信号が入力する。従つて、１デー
タ終了信号が発生する毎にアドレスレジスタ２４
はその時点でのアドレスに＋１の加算を行い、新
たなアドレスとする。ここで、１データ終了信号
とはアドレスレジスタ２４の指定するアドレスに
従つてRAM４から読出したデータからフレーム
変換終了した時に発生する。
一方、逆方向時には、CPU１０は逆方向セツ
ト信号をFF２０を送り、Ｑ＝１とし、ゲート２
３を開ける。この出力はアドレスレジスタ２４に
入力し、その時の格納アドレスに−１の減算を行
う。この−１の減算は、１データ終了信号が発生
する毎に行う。
ト信号をFF２０を送り、Ｑ＝１とし、ゲート２
３を開ける。この出力はアドレスレジスタ２４に
入力し、その時の格納アドレスに−１の減算を行
う。この−１の減算は、１データ終了信号が発生
する毎に行う。
以上のアドレスレジスタ２４は、＋１、又は−
１の更新を次々に行い、RAM４のアドレスの指
定を行う。従つて、読出し信号を与えれば、
RAM４のデータは、指定アドレスの更新に従つ
て次々に読出されることとなる。
１の更新を次々に行い、RAM４のアドレスの指
定を行う。従つて、読出し信号を与えれば、
RAM４のデータは、指定アドレスの更新に従つ
て次々に読出されることとなる。
第７図は、リスト−フレーム変換の動作図を示
す。リストデータはRAM４に格納されており、
フレームデータはRAM９に加算，格納する。
RAM４からRAM９へのデータの加算，格納は
以下となる。
す。リストデータはRAM４に格納されており、
フレームデータはRAM９に加算，格納する。
RAM４からRAM９へのデータの加算，格納は
以下となる。
RAM４より、リストデータＸ，Ｙ、を取出
し、MG１上のアドレスに変換する。このアドレ
スに該当するMG１上のデータを＋１加算する。
以下X2，Y2，……の如くリストデータを読出し、
次々にMG１上のアドレスに変換し、MG１上の
データを＋１加算する。
し、MG１上のアドレスに変換する。このアドレ
スに該当するMG１上のデータを＋１加算する。
以下X2，Y2，……の如くリストデータを読出し、
次々にMG１上のアドレスに変換し、MG１上の
データを＋１加算する。
一定回数分タイムコード（例えば、タイムコー
ドが10ｍsec間隔の場合、４〜５回程度のタイム
コードの出現時のタイムコード）Ｔ２を検出した
時点でRAM９上の基準アドレスをMG２用のア
ドレスに切換える。以後のリストデータよりMG
２上に＋１を加算する。
ドが10ｍsec間隔の場合、４〜５回程度のタイム
コードの出現時のタイムコード）Ｔ２を検出した
時点でRAM９上の基準アドレスをMG２用のア
ドレスに切換える。以後のリストデータよりMG
２上に＋１を加算する。
以下、同様の動作を次々に繰返してゆき、
RAM４上のリストデータはRAM９上にフレー
ムデータとして加算，格納されてゆく。
RAM４上のリストデータはRAM９上にフレー
ムデータとして加算，格納されてゆく。
本発明によれば、Ｒ−Ｒ波のばらつきを排除し
た精度の高いマルチゲートイメージを得ることが
できる。
た精度の高いマルチゲートイメージを得ることが
できる。
第１図、第２図は従来例の動作説明図、第３図
は本発明の実施例図、第４図は動作フロー図、第
５図はRAM４のデータ格納図、第６図は本発明
の一部詳細実施例図、第７図はリスト−フレーム
変換の動作説明図である。 １……計測回路、２……心電同調回路、３……
タイマ、４，５，６，９……RAM、７……リス
ト−フレーム変換回路、８……アドレス作成回
路、１０……CPU。
は本発明の実施例図、第４図は動作フロー図、第
５図はRAM４のデータ格納図、第６図は本発明
の一部詳細実施例図、第７図はリスト−フレーム
変換の動作説明図である。 １……計測回路、２……心電同調回路、３……
タイマ、４，５，６，９……RAM、７……リス
ト−フレーム変換回路、８……アドレス作成回
路、１０……CPU。
Claims (1)
- １ シンチレーシヨンカメラとホトマルチプライ
ヤを介して取込んだ核医学リストデータを２心拍
以上で且つ心電図のＲ−Ｒ波の区間を単位として
生起順位に従つて記録する第１のRAMと、該
RAMに記録したリストデータに対して生起順位
に従つて読出してリスト−フレーム変換を行い、
次いで逆生起順位に従つて上記リストデータを読
出してリスト−フレーム変換を行うリスト−フレ
ーム変換回路と、該変換回路の変換結果より成る
マルチゲートイメージが加算、格納される第２の
RAMと、より成る核医学データ処理装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58220575A JPS60113174A (ja) | 1983-11-25 | 1983-11-25 | 核医学デ−タ処理装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58220575A JPS60113174A (ja) | 1983-11-25 | 1983-11-25 | 核医学デ−タ処理装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60113174A JPS60113174A (ja) | 1985-06-19 |
| JPH0450546B2 true JPH0450546B2 (ja) | 1992-08-14 |
Family
ID=16753130
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58220575A Granted JPS60113174A (ja) | 1983-11-25 | 1983-11-25 | 核医学デ−タ処理装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60113174A (ja) |
-
1983
- 1983-11-25 JP JP58220575A patent/JPS60113174A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60113174A (ja) | 1985-06-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Pozzoli et al. | Exercise echocardiography and technetium-99m MIBI single-photon emission computed tomography in the detection of coronary artery disease | |
| US4585008A (en) | Real time cardiac radionuclide imaging | |
| US4865043A (en) | Decision and implementation system for medical imaging | |
| JP3002014B2 (ja) | 心臓血液搏出率を導出する装置 | |
| JPS5815842A (ja) | 画像輪郭抽出装置 | |
| JPS63125241A (ja) | 画像処理装置 | |
| JPS5932881A (ja) | 心臓構造の像の表示方法および装置 | |
| US3853119A (en) | Method and system for display of electrocardiographic (ecg) signals | |
| US3822696A (en) | Electrocardiography st analyzer and method | |
| JPH071310B2 (ja) | デ−タ収集回路 | |
| JPH0450546B2 (ja) | ||
| CN104981207B (zh) | 用于心脏获取的同步生理学测量 | |
| JPH0627834B2 (ja) | 生体データ収集装置 | |
| JPH0612558Y2 (ja) | 放射線カメラ装置 | |
| JP2626461B2 (ja) | 核医学イメージング装置 | |
| JPS59155237A (ja) | Ｃｔ画像処理方式 | |
| JPH02200246A (ja) | 生体データ収集装置 | |
| Lear et al. | Real-time list-mode processing of gated cardiac blood pool examinations with forward-backward framing | |
| JPH0337936B2 (ja) | ||
| JPH0782090B2 (ja) | 核医学データ処理装置 | |
| JPS61251782A (ja) | 心臓用核医学診断装置 | |
| JPH0790022B2 (ja) | Ｘ線画像処理装置 | |
| Cradduck et al. | Camera-computer systems for rapid dynamic imaging studies | |
| JPH06125499A (ja) | ディジタル・サブトラクション・アンギオグラフィ装置 | |
| JPS59222131A (ja) | デイジタルｘ線撮影方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |